ES2239322T3

ES2239322T3 - Politetrafluoretileno radialmente expandible y stents endovasculares expandibles formados con esta materia.

Info

Publication number: ES2239322T3
Application number: ES95923776T
Authority: ES
Inventors: William M. Colone
Original assignee: Bard Peripheral Vascular Inc
Current assignee: Bard Peripheral Vascular Inc
Priority date: 1994-06-27
Filing date: 1995-06-07
Publication date: 2005-09-16
Anticipated expiration: 2015-06-07
Also published as: EP0767684A1; EP1582181A3; EP0767684A4; EP0767684B1; WO1996000103A1; US20040157024A1; CA2193983C; US20080143011A1; DE69534230D1; CA2193983A1; US8158041B2; JPH10506021A; ATE296140T1; EP1582181A2; US7465483B2; DE69534230T2

Abstract

MATERIALES PTFE TUBULARES RETIRADOS, EXTENDIDOS Y AGLOMERADOS (50), QUE HAN SIDO DILATADOS RADIALMENTE Y REAGLOMERADOS, SE PRODUCEN PARA SER USADOS EN EL AMBITO MEDICO, P.E. FORROS Y COBERTURAS CON ESTRUCTURAS DE SOPORTE (52) PARA STENTS ENDOVASCULARES EXPANSIBLES (48). LOS MATERIALES PTFE TIENEN UN REC ( COEFICIENTE DE EXPANSION RADIAL) Y UNA RER ( RATIO DE EXPANSION RADIAL ) INUSUALMENTE BAJOS, PERMITIENDO QUE LOS TUBOS PTFE DE PARED FINA SE EXPANDAN ENTRE UN 50% Y UN 400% O MAS, ANTES DE QUE DECAIGA LA FUERZA TENSIL. SE DESCRIBEN IMPLANTES MEDICOS EN FORMA DE TUBO QUE TIENEN TAL MATERIAL PTFE, METODOS PARA HACER DICHOS IMPLANTES, Y STENTS ENDOVASCULARES FORMADOS CON DICHOS IMPLANTES.

Description

Politetrafluoretileno radialmente expandible y stents endovasculares expandibles formados con esta materia.

La presente invención se refiere a materiales de politetrafluoroetileno (en lo sucesivo, PTFE) los cuales, tras expandirse radialmente, mantienen su integridad estructural. Más concretamente, la invención se refiere a materiales de PTFE tubulares extruídos, estirados y sinterizados apropiados para el uso en el campo de la medicina como revestimientos y recubrimientos para stents extensibles.

El uso de stents endovasculares expansibles para abrir y sostener vasos sanguíneos aórticos es bien conocido en la técnica. Dichos stents, que típicamente se fabrican en acero inoxidable, son trombogénicos y tienden a ocluirse debido al crecimiento de tejido a través del stent en el vaso sanguíneo. La longitud de dichos stents también está limitada debido a su rigidez. Por consiguiente, se han buscado revestimientos y recubrimientos para su uso en combinación con stents metálicos con el fin de proteger el stent y extender la longitud de la anatomía que puede ser tratada con el stent. El desarrollo de revestimientos o recubrimientos de stents aceptables ha sido lento debido a que los revestimientos o recubrimientos preferiblemente deben (1) expandirse con el stent, (2) no ser trombogénicos, (3) ser biocompatibles, (4) ser inertes, (5) tener un perfil bajo con capacidad para expandirse hasta aproximadamente cuatro veces su dimensión original, (6) ser expansibles a bajas presiones de menos de cinco a diez atmósferas para reducir el riesgo de lesión al paciente, (7) retener sus propiedades físicas y su resistencia estructural después expandirse, (8) no alterar substancialmente su longitud después de extenderse, (9) ser impermeables a la sangre a presiones fisiológicas, (10) adaptarse a la anatomía hospedadora cuando se expanden, (11) resistir el crecimiento del tejido corporal a través de los mismos, (12) poder llevar marcas radioopacas para la localización durante la fluoroscopia.

Son conocidos productos de PTFE tubulares extruídos formados por pasta, así como procesos de fabricación de pasta por extrusión y de conformación para producir dichos productos. Durante dichos procesos de fabricación, se mezcla una resina de PTFE con un lubricante líquido. Se produce entonces una carga de resina/lubricante preformada y se extruye a través de un orificio anular para producir un tubo de PTFE no sinterizado. El tubo extruído se calienta para eliminar el lubricante y producir un tubo de PTFE poroso no sinterizado. El tubo tiene típicamente una densidad de 1,5 a aproximadamente 1,75 gm/cc y una porosidad asociada de un 39% a un 26%. Si el tubo no sinterizado se sinteriza calentando el tubo a una temperatura por encima de su temperatura de fusión cristalina se produce un tubo no poroso. Véase las patentes USA n° 3.953.566, 3.962.153, 4.110.392, 4.187.390, 4.283.448, 4.385.093, 4.478.665, 4.482.516, 4.877.661, y 5.026.513. EP-A-0269449 describe una matriz interpenetrada de un material de PTFE y un elastómero que está conformado en un material compuesto. US-A-5071609 describe también una matriz interpenetrada de PTFE y un elastómero que está conformado en un material compuesto.

En el campo médico se utilizan productos de PTFE como venas y arterias de sustitución. El PTFE es inerte, no es trombogénico, y presenta otras características apropiadas para el recubrimiento o revestimiento de un stent. Sin embargo, los productos tubulares médicos de PTFE disponibles en el mercado tienen una importante resistencia radial y no se dilatan con facilidad. Los tubos convencionales de PTFE presentan típicamente una elevada resistencia radial y pierden su resistencia a la tracción con rapidez y se vuelven débiles y delgados después de que se hayan dilatado solamente un poco.

En consecuencia, sería muy deseable disponer productos de PTFE mejorados que puedan expandirse con facilidad y que, después de que se hayan expandido, mantengan substancialmente su resistencia a la tracción y otras propiedades físicas que hagan que el uso de PTFE en el cuerpo sea deseable.

Descripción resumida de la invención

He descubierto nuevos productos de PTFE y un proceso y composición para producir los mismos. Los nuevos productos de PTFE pueden expandirse significativamente a configuraciones que mantienen su integridad estructural y que mantienen substancialmente su resistencia a la tracción y otras propiedades físicas deseables. Tal como se describe en detalle en los ejemplos que siguen, los nuevos productos de PTFE presentan un REC (coeficiente de expansión radial) y una RER (proporción de expansión radial) extraordinariamente bajos, permitiendo que los tubos de PTFE de pared delgada se expandan de un 50% a un 400% aproximadamente, o más, antes de que los tubos pierdan su integridad estructural y experimenten una rápida disminución de la resistencia a la tracción. Los nuevos productos de PTFE están dilatados previamente para garantizar que se consigue un valor de RER igual a uno.

Se describe aquí un implante médico en forma de tubo de un material poroso que comprende un polímero de politetrafluoroetileno (PTFE) cristalino, cuyo material presenta una microestructura de nodos interconectados a través de fibrillas en forma de tubo de PTFE en un estado de diámetro previamente dilatado y contraído como resultado de una expansión radial de un tubo de PTFE sinterizado expandido longitudinalmente, seguido de la contracción producida por la resinterización, siendo el implante en forma de tubo extensible en uso desde el diámetro contraído hasta un diámetro de implantación substancialmente mayor mediante la aplicación de una fuerza radial.

En un aspecto, la invención dispone un procedimiento para producir un implante médico en forma de tubo radialmente expansible formado por un polímero de politetrafluoroetileno cristalino extruido que presenta una microestructura de nodos interconectados por fibrillas, que comprende las etapas de: (a) extruir una mezcla de lubricante/resina de politetrafluoroetileno para formar un tubo que tiene un eje longitudinal, un diámetro interior principal, y una longitud principal; (b) calentar el tubo para eliminar el lubricante; (c) estirar el tubo a lo largo del eje longitudinal para producir un tubo alargado que tiene una longitud secundaria mayor que la longitud principal; (d) expandir radialmente el tubo sinterizado que tiene un diámetro interior expandido que es por lo menos dos veces el diámetro interior principal; y (e) sinterizar el tubo radialmente expandido para contraer el tubo radialmente expandido, provocando que dicho implante presente una proporción de expansión radial (RER) de 1,0. Preferiblemente, el tubo alargado se sinteriza entre las etapas (c) y (d).

En otro aspecto, la invención dispone un procedimiento para producir un tubo poroso que consiste esencialmente en un polímero de politetrafluoroetileno muy cristalino que comprende las etapas de: (a) extruir una mezcla de lubricante/resina de politetrafluoroetileno para formar un tubo que tiene un eje longitudinal, un diámetro interior principal, y una longitud principal; (b) calentar el tubo para eliminar el lubricante; (c) estirar el tubo a lo largo del eje longitudinal para producir un tubo alargado que tiene una longitud secundaria mayor que la longitud principal; (d) retener el tubo alargado para impedir que el tubo alargado se contraiga longitudinalmente durante el sinterizado; (e) sinterizar el tubo alargado para producir un tubo sinterizado que tiene una longitud substancialmente equivalente a la longitud secundaria; (f) expandir radialmente el tubo el sinterizado para producir un tubo radialmente expandido que tiene un diámetro interior expandido mayor que el diámetro interior principal; y (g) sinterizar el tubo radialmente expandido para contraer el tubo radialmente expandido y producir una tubería que tiene un diámetro interior substancialmente equivalente al diámetro interior principal, provocando que dicho implante presente una proporción de expansión radial de 1,0.

El tubo radialmente sinterizado puede estirarse longitudinalmente después de la etapa (g). Los extremos del tubo radialmente expandido pueden quedar retenidos, en una etapa entre las etapas (f) y (g), para mantener la longitud del tubo radialmente expandido cuando se sinteriza el tubo radialmente expandido.

En otro aspecto, la invención dispone un implante médico en forma de tubo radialmente expansible que puede obtenerse a través de un procedimiento tal como se ha descrito anteriormente.

En otro aspecto, la invención dispone un implante médico tubular expansible que comprende un material poroso de un polímero de politetrafluoroetileno cristalino que presenta una microestructura de nodos interconectados a través de fibrillas, siendo el implante tubular radialmente extensible de manera permanente desde un diámetro de entrega pequeño, que es de un perfil bajo apropiado para el suministro a un sitio de implantación dentro de un vaso sanguíneo, hasta un diámetro de implantación de más de un 50% mayor, que es apropiado para la implantación dentro del vaso sanguíneo, mediante la aplicación de una fuerza radial hacia afuera, del implante médico tubular, tras la expansión hacia el diámetro de implantación, manteniendo substancialmente su tamaño expandido, la resistencia a la tracción, y la integridad estructural de modo que se requiera un aumento de la fuerza radial hacia afuera antes de que pueda producirse una expansión radial adicional en el que el implante médico tubular expansible presenta una proporción de expansión radial de 1,0, y en el que la proporción de expansión radial es el coeficiente de expansión radial dividido entre el límite de expansión radial, siendo el coeficiente de expansión radial la presión de inflado máxima del implante médico tubular sin pérdida de integridad estructural dividido entre el porcentaje de dilatación radial del implante a la presión de inflado máxima y siendo el límite de expansión radial la presión del implante a la que éste se rompe dividida por el porcentaje de dilatación radial del implante a la presión de rotura.

También se describe aquí un tubo que puede dilatarse con facilidad el cual presenta un diámetro de suministro de perfil bajo, estando construido el tubo como un implante tubular para su uso en relación concéntrica con un stent expansible, manteniendo el tubo, en la expansión en más de un 50% a un diámetro de implantación, la integridad estructural y una resistencia sustancial, comprendiendo el tubo un tubo de politetrafluoroetileno (PTFE) expandido en un estado de diámetro previamente dilatado y contraído como resultado de la expansión radial de un tubo de PTFE sinterizado longitudinalmente expandido seguido de una contracción producida por el resinterizado.

En otro aspecto, la invención dispone un stent endovascular extensible que presenta un estado de diámetro contraído con un diámetro exterior apropiado para el suministro a través de la vasculatura de un paciente a un sitio deseado y un estado de diámetro expandido con un diámetro exterior apropiado para sostener un vaso sanguíneo en el sitio deseado; comprendiendo el stent: un implante médico radialmente expansible en forma de tubo, de acuerdo con uno de los aspectos inventivos descritos anteriormente, el cual tiene una superficie de pared interior y una superficie de pared exterior; y por lo menos una estructura de soporte tubular radialmente expansible acoplada al implante médico tubular, presentando la estructura de soporte una superficie de pared interior y una superficie de pared exterior.

Las realizaciones pueden incluir una o más de las características siguientes. El implante está formado preferiblemente por un tubo extruído que tiene un diámetro interior original en el que la dilatación previa aumentaba el diámetro interior hasta por lo menos dos a por lo menos cinco veces el diámetro interior original. El implante en forma de tubo tiene preferiblemente un coeficiente de expansión radial (REC) de menos de 13,8 kPa/% (2,0 psi/%), preferiblemente menos de 11,8 kPa/% (1,7 psi/%), más preferiblemente menos de 10,4 kPa/% (1,5 psi/%), y todavía más preferiblemente menos de 6,9 kPa/% (1,0 psi/%). El implante en forma de tubo presenta preferiblemente una relación entre la proporción de reducción (RR) y el nivel de lubricante (LL) menor de 5. El implante en forma de tubo tiene preferiblemente la característica de mantener su integridad estructural hasta que el implante en forma de tubo se ha expandido radialmente en más de un 50%, preferiblemente en más de un 75%, más preferiblemente en más de un 100%, y todavía más preferiblemente en más de un 150%. Preferiblemente, el implante tubular tiene la característica de retener substancialmente su tamaño expandido, la integridad estructural, y una resistencia a la tracción sustancial cuando se expande un 200% más allá de su diámetro de entrega de manera que se requiere un aumento de la fuerza radial hacia afuera antes de que pueda producirse otra expansión radial.

En algunas realizaciones, el implante tubular expansible se combina preferiblemente con un stent endovascular, por ejemplo, en forma de recubrimiento o de revestimiento, o de ambos, para un stent endovascular. El implante tubular expansible presenta preferiblemente la característica de ser expansible por un catéter angioplástico de balón a una presión de aproximadamente 507 kPa a 1520 kPa (5 a 15 atmósferas). El implante tubular presenta preferiblemente la característica de que su longitud no varía substancialmente como resultado de una expansión radial. El implante médico presenta preferiblemente la característica de mantener su integridad estructural cuando se expande en un 50%-400%, o más, de modo que se requiera un aumento de la fuerza radial antes de que pueda producirse otra expansión.

En algunas realizaciones preferidas, el implante médico tubular se dispone sobre la superficie de la pared exterior de por lo menos una estructura de soporte. El implante médico tubular presenta un primer y un segundo extremo y, en algunas de las realizaciones preferidas, existen preferiblemente dos de las estructuras de apoyo dispuestas en el interior de la superficie de la pared interior del implante médico en el primer y el segundo extremo del mismo, respectivamente. En algunas realizaciones, el implante médico tubular se dispone preferiblemente en el interior de la superficie de la pared interior de por lo menos una estructura de soporte. En algunas realizaciones, una prolongación del implante médico tubular se envuelve alrededor de un extremo de por lo menos una estructura de soporte, desde la superficie de la pared interior hasta la superficie de la pared exterior de la estructura de soporte. En algunas otras realizaciones, el primer implante médico tubular se dispone dentro de la superficie de la pared interior de por lo menos una estructura de soporte y se dispone un segundo implante tubular sobre la superficie de la pared exterior de por lo menos una estructura de soporte.

En algunas realizaciones preferidas, por lo menos una estructura de soporte radialmente expansible mantiene su forma en la expansión al estado de diámetro expandido como resultado de la deformación más allá del límite elástico del material que forma la estructura de soporte. En algunas realizaciones, la estructura de soporte radialmente expansible es radialmente autoexpansible al estado de diámetro expandido. En algunas realizaciones preferidas la estructura de soporte radialmente expansible es autoexpansible como resultado de una activación térmica. La estructura de soporte está formada preferiblemente de acero inoxidable o nitinol. El implante médico tubular puede recubrirse preferiblemente con un agente farmacológico.

Las realizaciones de la invención pueden incluir uno o más de las siguientes ventajas. La invención proporciona productos de PTFE mejorados que pueden utilizarse fácilmente como revestimientos y recubrimientos para stents extensibles. La invención también proporciona productos de PTFE tubulares mejorados que substancialmente mantienen su integridad estructural después de que los productos se expandan radialmente. La invención permite la extensión de la longitud de la anatomía que puede tratarse con un stent expansible.

Los siguientes ejemplos se presentan para ilustrar las realizaciones actualmente preferidas y de práctica de la invención y no a modo de limitación del alcance de la invención; otras características y ventajas serán más claras a partir de la descripción siguiente y a partir de las reivindicaciones.

Breve descripción de los dibujos

La figura n° 1 es una vista substancialmente esquemática de una preforma y un tubo extruído.

Las figuras n° 2-2A son vistas laterales esquemáticas de un stent endovascular formado con politetrafluoroetileno previamente dilatado y radialmente expandido en un estado de diámetro contraído y un estado de diámetro expandido, respectivamente.

Las figuras n° 3-3A son vistas laterales esquemáticas de un stent endovascular formado con politetrafluoroetileno previamente dilatado y radialmente expandido en un estado de diámetro contraído y un estado de diámetro expandido, respectivamente.

Las figuras n° 4-4A son vistas laterales esquemáticas de un stent endovascular formado con politetrafluoroetileno previamente dilatado y radialmente expandido en un estado de diámetro contraído y un estado de diámetro expandido, respectivamente.

Las figuras n° 5-5A son vistas laterales esquemáticas de un stent endovascular formado por politetrafluoroetileno previamente dilatado y radialmente expandido en un estado de diámetro contraído y un estado de diámetro expandido, respectivamente.

Las figuras n° 6-6A son vistas laterales esquemáticas de un stent endovascular formado por politetrafluoroetileno previamente dilatado y radialmente expandido en un estado de diámetro contraído y un estado de diámetro expandido, respectivamente.

Las figuras n° 7-7A son vistas laterales esquemáticas de un stent endovascular formado politetrafluoroetileno previamente dilatado y radialmente expandido en un estado de diámetro contraído y un estado de diámetro expandido, respectivamente.

Descripción de las realizaciones preferidas

Los ejemplos 1-17 que siguen se refieren a un material de PTFE expansible formado como resultado del estiramiento y posterior sinterizado, tal como se describe en la solicitud americana también pendiente del inventor n° 08/239.239, presentada el 6 de mayo de 1994. Los ejemplos 18-23 que siguen se refieren a un material de PTFE expansible formado como resultado de la expansión en una primera dimensión, el sinterizado, la dilatación previa en una segunda dimensión, y el resinterizado.

PTFE poroso, muy Cristalino Ejemplo 1

(Sólo para fines comparativos)

Se espolvoreó cien gramos de resina FLUON CD123 producida por ICI Americas, Inc. a través de un tamiz n° 10 (diámetro de alambre nominal 0,9 mm) y después se mezcló a temperatura ambiente con veinticinco gramos de disolvente ISOPAR M producido por Exxon Corporation para producir una mezcla de preforma. Otros lubricantes conocidos en la técnica incluyen VM & P NAPHTA (punto de ebullición (pe) 118-130°C), ISOPAR (marca registrada de Exxon Corporation), ISOPAR 3 G (pe 159-174°C), ISOPAR H (pe 176-189°C), disolvente de parafina de bajo olor (pe 191-246°C), y SHELLSOL (marca de Shell Oil) K.

La mezcla de preforma resultante se dejó asentar durante ocho horas antes de volver a espolvorear a través de un tamiz n° 10 (diámetro de alambre nominal 0,9 mm). El nivel de lubricante (LL) es igual al peso de disolvente utilizado dividido entre el peso de resina empleada, lo cual significa que el nivel de lubricante utilizado en este ejemplo 1 fue de un 25%. En la práctica de la invención, el nivel lubricante oscila normalmente entre un 16% y un 35%, y actualmente oscila de manera preferible entre aproximadamente un 18% y un 25%.

Haciendo referencia a la figura n° 1, se creó una carga de preforma (10) compactando la mezcla de preforma bajo 1,38 a 2,76 Mpa (200 a 400 psi) durante aproximadamente un minuto en un cilindro de acero inoxidable que contenía un eje central. El eje central se extendía a lo largo de la línea central (X) del cilindro y era concéntrico con el mismo. La carga de preforma (10) resultante era una masa cilíndrica hueca que tiene un área de sección transversal circular en forma de donut (13), tal como se muestra en el dibujo. El hueco cilíndrico (15) en la preforma fue ocupado por el eje central. La carga de preforma se introdujo entonces en un barril cilíndrico en una extrusora de pistón y se extruyó en varios tramos individuales de tubos cilíndricos de pared delgada (11) en una proporción de reducción (RR) de 125:1. La longitud total de tubo (11) producido a partir de la carga de preforma era de aproximadamente 6 metros (veinte pies). Los tubos extruídos presentaban una microestructura caracterizada por nodos interconectados por fibrillas. La proporción de reducción es igual a la proporción del área en sección transversal (13) de la preforma respecto al área en sección transversal (14) de la pared del tubo (11). En la práctica de la invención, RR es menor de 200 o 300 a 1; preferiblemente igual o menor de 125:1. La proporción de RR respecto a LL en la práctica de la invención es preferiblemente menor de cinco. En las mezclas de preforma de la técnica anterior la proporción de RR respecto a LL es normalmente mayor de cinco, y típicamente es de nueve o más.

El disolvente se extrajo del tubo extruído colocando los tubos en un horno eléctrico con circulación de aire forzada a 255ºC durante treinta minutos. Tal como se utiliza aquí, la longitud del tubo después de que se ha extruído y calentado a 255ºC para eliminar el disolvente se denomina longitud original del tubo.

Después de que se haya calentado a 255ºC, cada tubo se calienta a 290ºC durante cinco minutos y después se estira longitudinalmente a una velocidad de aproximadamente un 100% por segundo a una longitud de cuatro veces la longitud original del tubo. Cada tubo puede estirarse, si se desea, a una velocidad en el intervalo de de un 5% a un 500% por segundo y estirarse a una longitud en el intervalo de dos a seis veces la longitud original del tubo.

Los tubos porosos estirados se sinterizaron después a aproximadamente 300ºC durante cuarenta y cinco a 90 segundos. El sinterizado cristalizó el PTFE y aumentó la resistencia de los tubos porosos. Durante el sinterizado, cada extremo de los tubos fue retenido para evitar la contracción longitudinal del tubo. Los tubos porosos estirados y sinterizados resultantes consistían esencialmente en un polímero de PTFE muy cristalino y presentaban una microestructura caracterizada por nodos interconectados por fibrillas.

La resina de FLUON CD123 es un polvo blanco sin aglomerar producido por coagulación de una dispersión acuosa de politetrafluoroetileno (PTFE). Está diseñada para la extrusión de pastas con lubricante de hidrocarburos volátiles para aplicaciones en las que la opacidad en el artículo sinterizado no es un problema. El FLUON CD123 tiene un peso molecular relativamente alto. Las piezas extraídas no sinterizadas presentan una buena resistencia en verde.

1

Ejemplo 2

(Sólo para fines comparativos)

El ejemplo 1 se repitió excepto en que se utilizó veinte gramos de disolvente ISOPAR M en lugar de veinticinco gramos y la carga de preforma se extruyó en una proporción de reducción (RR) de 91:1 en un tubo cilíndrico de pared delgada. Se produjeron aproximadamente 6 metros (veinte pies) de tubo cilíndrico.

Ejemplo 3

(Sólo para fines comparativos)

El ejemplo 1 se repitió excepto en que se utilizó dieciocho gramos de disolvente ISOPAR M en lugar de veinticinco gramos y la carga de preforma se extruyó en una proporción de reducción (RR) de 48:1 en un tubo cilíndrico de pared delgada. Se produjeron aproximadamente 3 metros (diez pies) de tubo cilíndrico de pared delgada.

Ejemplo 4

(Sólo para fines comparativos)

El ejemplo 1 se repitió excepto en que se utilizó dieciocho gramos de disolvente ISOPAR M en lugar de veinticinco gramos; se utilizó noventa y cinco gramos de CD123 en lugar de cien gramos; se combinó cinco gramos de CD509 con el disolvente ISOPAR M y el CD123; y, la carga de preforma resultante se extruyó en una proporción de reducción (RR) de 48:1 en un tubo cilíndrico de pared delgada. Se produjeron aproximadamente diez pies de tubo de pared delgada.

La resina FLUON CD509 es un polvo blanco sin aglomerar elaborado por coagulación de una dispersión acuosa de politetrafluoroetileno (PTFE). Está diseñado para la extrusión de pastas a proporciones de reducción de medias a altas donde son deseables proporciones de sinterizado elevadas.

2

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Ejemplo 5

(Sólo para fines comparativos)

Tres tubos de aproximadamente treinta y cinco centímetros de largo producidos en el Ejemplo 1 fueron analizados cada uno como sigue.

Se colocó un catéter angioplástico de balón de tamaño apropiado fabricado por Boston Scientific en el lumen interno del tubo y se infló con agua con un endoflater MONARCH estándar a una velocidad de aproximadamente diez psi por segundo. Merit Medical fabrican el ENDOFLATER MONARCH. El balón era de unos cuatro centímetros de largo. Como es bien conocido, el catéter de balón se inserta normalmente en el vaso sanguíneo insertando primero un alambre en un vaso; después se inserta un dilatador del vaso a lo largo del alambre en el vaso; se extrae el dilatador del vaso; se inserta una vaina introductora a lo largo del alambre en el vaso; se inserta el balón; se extrae la vaina introductora; se infla el balón; se desinfla el balón; se extrae el balón; y se extrae el alambre. Se utilizó un procedimiento similar mientras se utilizaba el catéter de balón para probar los tubos de PTFE del Ejemplo
1.

El catéter de balón no aplicó una fuerza de expansión hacia afuera contra el tubo hasta que el catéter se infló bajo presión con agua. El inflado del balón (y el aumento concomitante de la presión de inflado) se detuvo a intervalos de presión predeterminados de una presión de una o media atmósfera para medir el diámetro exterior de cada tubo. Cada tubo se dilató hasta que rompió.

La presión de inflado real se observó en un manómetro digital y se registró. El porcentaje de dilatación se calculó midiendo el diámetro exterior del tubo con calibradores digitales a cada intervalo de presión y después empleando la siguiente fórmula:

% dilatación = [(D_{d} -D_{i})/(D_{i})] x 100

donde

D_{i} = diámetro del tubo inicial a una presión igual a cero

Dd = diámetro del tubo dilatado medido

A partir de los datos de partida, se calculó el REC (coeficiente de la expansión radial), el REL (límite de expansión radial), y la RER (proporción de expansión radial) y se registraron junto con la proporción de reducción calculada respecto a la proporción del nivel de lubricante (RR/LL), donde:

P_{max} = Presión de inflado máxima

P_{burst} = Presión de inflado de ruptura

% RD = Porcentaje de dilatación radial

REC = (P_{max}) / (% RD a P_{max})

REL = (P_{burst}) / (% RD a P_{burst})

RER = (REC)/(REL)

Tal como se utiliza aquí, un tubo mantiene su integridad estructural después de expandirse radialmente siempre que el tubo requiera la aplicación de un aumento de presión de inflado antes de que aumente la cantidad de expansión radial del tubo. Si un tubo continúa expandiéndose cuando la cantidad de presión de inflado disminuye, entonces el tubo ha perdido su integridad estructural. Cuando se supera la P_{max} de un tubo, el tubo pierde su integridad estructural. Sin embargo, la pérdida de la integridad estructural produce degradaciones de las propiedades físicas que son significativamente menores que las que se producen en los tubos de PTFE de la técnica anterior. Por ejemplo, a un porcentaje de dilatación de aproximadamente 300% en la Tabla I que sigue, el tubo todavía mantiene aproximadamente un 70% a 75% de su resistencia a la tracción de la dilatación previa. También, en la Tabla I que sigue, el tubo n° 1 pierde su integridad estructural a una presión de inflado mayor de 659 kPa (6,5 atm) (P_{max}). En las tablas II y III que siguen, los tubos n° 2 y 3, respectivamente también pierden su integridad estructural a una presión de inflado mayor de 659 kPa (6,5 atm) (P_{max}).

Los resultados siguientes se obtuvieron para los tres tubos del ejemplo 1 que se analizaron:

Tubo nº 1

3

Tubo nº 2

4

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Tubo nº 3

5

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Ejemplo 6

(Sólo para fines comparativos)

Tres tubos de aproximadamente treinta y cinco centímetros de largo producidos en el ejemplo 2 fueron analizados cada uno utilizando el equipo y el procedimiento descritos en el Ejemplo 5. Los siguientes resultados se obtuvieron para los tres tubos del ejemplo 2 analizados.

Tubo nº 1

6

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Tubo nº 2

7

Tubo nº 3

8

Ejemplo 7

(Sólo para fines comparativos)

Dos tubos de aproximadamente treinta y cinco centímetros de largo producidos en el ejemplo 3 fueron analizados cada uno utilizando el equipo y el procedimiento descritos en el Ejemplo 5. Los siguientes resultados se obtuvieron para los dos tubos analizados.

Tubo nº 1

9

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Tubo nº 2

10

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Ejemplo 8

(Sólo para fines comparativos)

Dos tubos de aproximadamente treinta y cinco centímetros de largo producidos en el ejemplo 4 fueron analizados cada uno utilizando el equipo y el procedimiento descritos en el Ejemplo 5. Los siguientes resultados se obtuvieron para los dos tubos analizados.

Tubo nº 1

11

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Tubo nº 2

12

Ejemplo 9

(Sólo para fines comparativos)

El ejemplo 5 se repitió excepto en que después de realizar las mediciones a cada intervalo de presión que provoca que el tubo se dilate, la presión se reduce en aproximadamente una atmósfera para permitir que el tubo se acorte y cinco minutos después se mide de nuevo el diámetro del tubo. Por ejemplo, después de la medición n° 4 en la tabla I, la presión se reduce después a 203 kPa (dos atmósferas) y cinco minutos después se vuelve a medir el diámetro del tubo; tras el ejemplo 5 de la tabla I, la presión se reduce a 253 kPa (dos atmósferas y media) y cinco minutos después se vuelve a medir el diámetro del tubo; etc. Cada vez que se vuelve a medir el diámetro del tubo, el diámetro del tubo se reduce en aproximadamente un 10% o menos a partir de la medida realizada cuando la presión era de 101 kPa (una atmósfera) mayor. Por ejemplo, después de tomar la medición n° 4 (3,05 mm) en la tabla I, la presión del agua se reduce a dos atmósferas, y el diámetro del tubo se mide cinco minutos más tarde, el diámetro del tubo es de
2,75 mm.

Ejemplo 10

(Sólo para fines comparativos)

El ejemplo 1 se repite excepto en que la velocidad de estiramiento es 10% por segundo en lugar de 100% por segundo.

Ejemplo 11

(Sólo para fines comparativos)

El ejemplo 1 se repite excepto en que la velocidad de estiramiento es 300% por segundo en lugar de 100% por segundo.

Ejemplo 12

(Sólo para fines comparativos)

El ejemplo 1 se repite excepto en que el tubo es estirado hasta tres veces su longitud original en lugar de cuatro veces su longitud original.

Ejemplo 13

(Sólo para fines comparativos)

El ejemplo 1 se repite excepto en que el tubo es estirado hasta seis veces su longitud original en lugar de cuatro veces su longitud original.

Ejemplo 14

(Sólo para fines comparativos)

El ejemplo 5 se repite utilizando tubos producidos durante el ejemplo 10. Se obtuvieron resultados similares.

Ejemplo 15

(Sólo para fines comparativos)

El ejemplo 5 se repite utilizando tubos producidos durante el Ejemplo 11. Se obtuvieron resultados similares.

Ejemplo 16

(Sólo para fines comparativos)

El ejemplo 5 se repite utilizando tubos producidos durante el ejemplo 12. Se obtuvieron resultados similares.

Ejemplo 17

(Sólo para fines comparativos)

El ejemplo 5 se repite utilizando tubos producidos durante el ejemplo 13. Se obtuvieron resultados similares.

PTFE previamente dilatado radialmente

Tal como se ha descrito en los ejemplos anteriores, se forma un tubo hueco poroso (o lámina y otra forma) que consiste esencialmente en un polímero de politetrafluoroetileno muy cristalino y que presenta una microestructura caracterizada por nodos interconectados por fibrillas extruyendo una composición de lubricante/resina de politetrafluoroetileno en un tubo hueco, calentando el tubo para eliminar el lubricante, estirando el tubo y, mientras el tubo se mantiene en su configuración estirada, mediante el sinterizado del tubo a la temperatura de fusión de la resina de politetrafluoroetileno o por encima de la misma para formar un tubo de polímero de politetrafluoroetileno poroso muy cristalino. Este tubo poroso sinterizado de polímero de PTFE muy cristalino tiene un diámetro original interior y exterior.

Tal como se utiliza aquí, la terminología "previamente dilatado radialmente" significa que un tubo de polímero de politetrafluoroetileno muy cristalino poroso se dilata primero radialmente para aumentar el diámetro original interior (y exterior) del tubo y después se sinteriza para provocar que el tubo dilatado se contraiga radialmente a una configuración en la que el diámetro del tubo es menor que el diámetro radialmente dilatado. Cuando el tubo radialmente dilatado es sinterizado, el tubo dilatado preferiblemente se contrae en este momento a una configuración en la que el diámetro del tubo es substancialmente igual a su diámetro interior original. Por ejemplo, y no a modo de limitación, un tubo sinterizado poroso (la palabra "poroso" indica que el tubo extruído ha sido estirado a lo largo de su eje longitudinal después de haber sido calentado para eliminar el lubricante y antes de ser sinterizado para formar un polímero de PTFE muy cristalino) de polímero de PTFE muy cristalino que tiene un diámetro interno de seis milímetros se dilata previamente radialmente dilatando el tubo radialmente a un diámetro interior (ID) de quince milímetros y sinterizado después el tubo para provocar que el tubo se contraiga radialmente. De manera similar, el tubo poroso de tres milímetros de ID de polímero de PTFE muy cristalino se dilata radialmente dilatando el tubo radialmente a un ID de seis milímetros y sinterizando después el tubo para provocar que el tubo se contraiga radialmente a un diámetro interior para que sea igual a su diámetro original interior de tres
milímetros.

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Ejemplo 18

Se espolvoreó cien gramos de resina FLUON CD 123 producida por ICI Americas, Inc, a través de un tamiz n° 10 (diámetro de alambre nominal 0,9 mm) y después se mezcló a temperatura ambiente con veinticinco gramos de disolvente ISOPAR M (nivel de lubricante 25%) producido por Exxon Corporation para producir un mezcla de preforma.

La mezcla de preforma resultante se dejó asentar durante ocho horas antes de volverla a espolvorear a través de un tamiz n° 10 (diámetro de alambre nominal 0,9 mm).

Haciendo referencia de nuevo a la figura n° 1, se creó una carga de preforma (10) compactando mezcla de preforma bajo 1,38 a 2,76 MPa (200 a 400 psi) durante aproximadamente un minuto en un cilindro de acero inoxidable que contenía un eje central. El eje central se extendía a lo largo de la línea central (X) del mismo y era concéntrico con el cilindro. La carga de preforma (10) resultante era una masa cilíndrica hueca que tiene un área en sección transversal circular en forma de donut (13), tal como se muestra en la figura n° 1. El hueco cilíndrico (15) de la preforma fue ocupado por el eje central. La carga de preforma se introdujo después en un barril cilíndrico en una extrusora de pistón y se extruyó en varios tramos individuales de tubo cilíndrico de pared delgada (11) a una proporción de reducción (RR) de 48:1. La longitud total de tubo (11) producida a partir de la carga de preforma era de aproximadamente 6 metros (veinte pies). El tubo extruído tenía un diámetro interior de cinco milímetros y presentaba una microestructura caracterizada por nodos interconectados por fibrillas.

El disolvente se eliminó del tubo extruído disponiendo el tubo en un horno eléctrico de circulación de aire forzada a 255ºC durante treinta minutos. Tal como se emplea aquí, la longitud del tubo después de haber sido extruído y calentado a 255ºC para eliminar el disolvente se denomina longitud original del tubo.

Se seleccionó un tubo de nueve centímetros de largo. Después de calentar a 255ºC, cada tubo se calentó a 290ºC durante cinco minutos y después se estiró longitudinalmente la primera vez a una velocidad de aproximadamente 100% por segundo a una longitud cuatro veces la longitud original del tubo, es decir, a un tubo de treinta y seis centímetros de largo.

El tubo poroso estirado de treinta y seis centímetros de largo se sinterizó después a aproximadamente 360ºC durante cuarenta y cinco a noventa segundos. El sinterizado cristalizó el PTFE y aumentó la resistencia de los tubos porosos. Durante el sinterizado, cada extremo del tubo fue retenido para evitar un encogimiento longitudinal del tubo. El tubo poroso estirado sinterizado resultante consistió esencialmente en un polímero de PTFE muy cristalino y presentaba una microestructura caracterizada por nodos interconectados por fibrillas.

El tubo sinterizado de treinta y seis centímetros de largo fue previamente dilatado dilatando el tubo radialmente a lo largo de toda su longitud hasta un diámetro interior de veinticuatro milímetros. El tubo se dilató utilizando un catéter angioplástico de balón de la manera descrita anteriormente en el ejemplo 3.

El tubo dilatado se volvió a sinterizar a 355ºC durante cuatro minutos para provocar que el tubo se contraiga radialmente y vuelva a su diámetro original de cinco milímetros y a su longitud original de nueve centímetros. El tubo no se retuvo durante el sinterizado. El sinterizado del tubo dilatado a 355ºC completó el procedimiento de dilatación previa.

El tubo de cinco milímetros de diámetro y nueve centímetros de largo previamente dilatado se calentó a 300°C durante cinco minutos y se estiró una segunda vez a una longitud de dieciocho centímetros.

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Ejemplo 19

El tubo de dieciocho centímetros de largo producido en el ejemplo 18 fue analizado utilizando el catéter angioplástico de balón y el procedimiento descrito en el ejemplo 5. Los resultados obtenidos se muestran a continuación en la tabla XI.

13

Desde una perspectiva de injertos endovasculares, una RER de 1,0 es un valor ideal ya que la presión máxima es igual a la presión de rotura. Esto permite la dilatación fácil de un tubo de politetrafluoroetileno sin sobrepasar la presión máxima. Superar la presión máxima tiene como resultado la pérdida de la integridad estructural.

Tal como apreciarán los expertos en la materia, la cantidad que se alarga un tubo extruído antes de ser sinterizado para producir un polímero de politetrafluoroetileno muy cristalino puede variarse como se desee para controlar la cantidad de presión necesaria para dilatar un tubo. Contra más se estire un tubo, menos densa será la pared del tubo y se precisará menos presión para dilatar el tubo. De manera similar, la cantidad en la que el tubo se dilata previamente puede variarse como se desee. En el ejemplo 18, el tubo se dilató previamente a un diámetro igual a aproximadamente cinco veces el diámetro original y se alargó la segunda vez a una longitud (igual a dos veces la longitud original extruída) que era solamente la mitad de la longitud (igual a cuatro veces la longitud original extruída) a la que el tubo fue previamente dilatado a 24 mm. Por consiguiente, la máxima presión se produjo cuando el tubo se dilató radialmente a un diámetro exterior de aproximadamente 23,67 mm. La cantidad que se alarga el tubo la segunda vez y la cantidad de dilatación previa pueden variarse para alterar la cantidad de dilatación del tubo requerida para alcanzar la presión de inflado máxima Pmax.

Ejemplo 20

El ejemplo 18 se repitió, excepto en que una vez que el tubo previamente dilatado tenía un diámetro interior de cinco milímetros y era nueve centímetros de largo el tubo se calentó a 300ºC durante cinco minutos y se estiró una segunda vez, el tubo se estiró a una longitud de trece centímetros y medio en lugar de una longitud de dieciocho centímetros.

Ejemplo 21

El tubo de trece centímetros y medio de largo producido en el ejemplo 20 se analizó utilizando un catéter angioplástico de balón y el procedimiento descritos en el ejemplo 5. Los resultados obtenidos se muestran a continuación en la tabla XII. Los tubos son substancialmente expansibles a través de un catéter angioplástico de balón inflado a presiones de por lo menos 507 a 1520 kPa aproximadamente (5 a 15 atmósferas).

14

Los resultados en la tabla XII demuestran cómo aumentando la densidad de la pared de tubo también aumenta la presión necesaria para dilatar el tubo. La densidad de la pared del tubo se aumenta reduciendo la cantidad que se estira el tubo. La P_{max} y el porcentaje de dilatación a P_{max} pueden ajustarse a valores deseados razonables variando la cantidad que el tubo se dilata previamente y la cantidad que se estira el tubo. Los valores de P_{max} y el porcentaje de dilatación a P_{max} están limitados por las propiedades físicas del politetrafluoroetileno utilizado para preparar el tubo.

Ejemplo 22

Se espolvorearon cien gramos de resina FLUON CD 123 producida por ICI Americas, Inc. a través de un tamiz n° 10 (diámetro de alambre nominal 0,9 mm) y después se mezcló a temperatura ambiente con dieciocho gramos de disolvente ISOPAR M (18% de nivel de lubricante) producido por Exxon Corporation para producir una mezcla de preforma.

La mezcla de preforma resultante se dejó asentar durante ocho horas antes de volverla a espolvorear través de un tamiz n° 10 (diámetro de alambre nominal 0,9 mm). Se creó una carga de preforma (10) compactando la mezcla de preforma bajo 1,38 a 2,76 Mpa (200 a 400 psi) durante aproximadamente un minuto en un cilindro de acero inoxidable que contenía un eje central. El eje central se extendía a lo largo de la línea central (X) del mismo y era concéntrico con el cilindro. La carga de preforma (10) resultante (figura n° 1) era una masa cilíndrica hueca que presentaba un área en sección transversal circular en forma de donut (13), tal como se muestra en la figura n° 1. El hueco cilíndrico (15) de la preforma fue ocupado por el eje central. La carga de preforma se introdujo después en un barril cilíndrico en una extrusora de pistón y se extruyó en varios tramos individuales de tubo cilíndrico de pared delgada (11) a una velocidad de reducción (RR) de 51:1. La longitud total de tubo (11) producido a partir de la carga de preforma era de aproximadamente 6 metros (veinte pies). El tubo extruído tenía un diámetro interior de tres milímetros y presentaba una microestructura caracterizada por nodos interconectados por fibrillas.

El disolvente se eliminó del tubo extruído disponiendo el tubo en un horno eléctrico de circulación de aire forzada a 255ºC durante treinta minutos. Tal como se emplea aquí, la longitud del tubo después de extruirlo y calentarlo a 255ºC para eliminar el disolvente se denomina longitud original del tubo.

Se seleccionó un primer y un segundo tubo cada uno de nueve centímetros de largo. Después de calentar a 255ºC, cada tubo se calentó a 290ºC durante cinco minutos y después se estiró longitudinalmente la primera vez a una velocidad de aproximadamente 100% por segundo a una longitud de tres veces la longitud original del tubo, es decir, a un tubo de veintisiete centímetros de largo.

Después se sinterizó el par de tubos porosos estirados de veintisiete centímetros de largo en aproximadamente 360ºC durante cuarenta y cinco a noventa segundos. El sinterizado cristalizó el PTFE y aumentó la resistencia de los tubos porosos. Durante el sinterizado, cada extremo del tubo fue retenido para evitar el encogimiento longitudinal del tubo. Los tubos porosos resultantes estirados y sinterizados consistían esencialmente en un polímero de PTFE muy cristalino y presentaban una microestructura caracterizada por nodos interconectados por fibrillas.

El primer tubo sinterizado de veintisiete centímetros de largo se analizó utilizando el catéter angioplástico de balón y el procedimiento descritos en el ejemplo 5. Los resultados obtenidos se muestran a continuación en la tabla XIII.

15

El segundo tubo sinterizado de veintisiete centímetros de largo fue previamente dilatado dilatando el tubo radialmente a lo largo de toda su longitud a un tubo de diez milímetros de diámetro interior. El tubo fue dilatado empleando un catéter angioplástico de balón de la manera descrita en el ejemplo 3.

El tubo dilatado se volvió a sinterizar a 355ºC durante cuatro minutos para provocar que el tubo se contraiga radialmente y vuelva a su diámetro original de tres milímetros y a su longitud original de nueve centímetros. El sinterizado del tubo dilatado a 355ºC completó el procedimiento de dilatación previa.

El tubo previamente dilatado de cinco milímetros de diámetro y nueve centímetros de largo se calentó a 300°C durante cinco minutos y se estiró una segunda vez a una longitud de dieciocho centímetros. El tubo de dieciocho centímetros previamente dilatado producido en este ejemplo 22 fue analizado después empleando un catéter angioplástico de balón y el procedimiento descritos en el ejemplo 5. Los resultados obtenidos se muestran a continuación en la tabla XIV.

16

Ejemplo 23

Se espolvoreó cien gramos de resina FLUON CD 123 producida por ICI Americas, Inc. a través de un tamiz n° 10 (diámetro de alambre nominal 0,9 mm) y después se mezcló a temperatura ambiente con dieciocho gramos de disolvente ISOPAR M producido por Exxon Corporation para producir una mezcla de preforma.

La mezcla de preforma resultante se dejó asentar durante ocho horas antes de volver a espolvorear a través de un tamiz n° 10 (diámetro de alambre nominal 0,9 mm). Se creó una carga de preforma (10) (figura n° 1) compactando la mezcla de preforma bajo 138 a 2,76 MPa (200 a 400 psi) durante aproximadamente un minuto en un cilindro de acero inoxidable que contenía un eje central. El eje central se extendía a lo largo de la línea central (X) del mismo y era concéntrico con el cilindro. La carga de preforma (10) resultante era una masa cilíndrica hueca que presenta un área en sección transversal circular en forma de donut (13), tal como se muestra en la figura n° 1. El hueco cilíndrico (15) de la preforma fue ocupado por el eje central. La carga de preforma se introdujo después en un barril cilíndrico en una extrusora de pistón y se extruyó en varios tramos individuales de tubo cilíndrico de pared delgada (11) a una velocidad de reducción (RR) de 51:1. La longitud total de tubo (11) producido a partir de la carga de preforma era de aproximadamente 6 metros (veinte pies). El tubo extruído tenía un diámetro interior de tres milímetros y presentaba una microestructura caracterizada por nodos interconectados por fibrillas.

El disolvente se eliminó del tubo extruído disponiendo los tubos en un horno eléctrico de circulación de aire forzada a 255ºC durante treinta minutos. Tal como se emplea aquí, la longitud de tubo después de que haya sido extruído y calentado a 255ºC para eliminar el disolvente se denomina longitud original del tubo.

Se seleccionó un primer, un segundo, y un tercer tubo, cada uno de nueve centímetros de largo. Después de que calentar a 255ºC, cada tubo se calentó a 290ºC durante cinco minutos y se estiró después longitudinalmente la primera vez a una velocidad de aproximadamente 100% por segundo a una longitud siete veces la longitud original del tubo, es decir, a un tubo de sesenta y tres centímetros de largo.

El trío de tubos porosos estirados de sesenta y tres centímetros de largo se sinterizaron después a aproximadamente 360ºC durante cuarenta y cinco a noventa segundos. El sinterizado cristalizó el PTFE y aumentó la resistencia de los tubos porosos. Durante el sinterizado cada extremo del tubo fue retenido para evitar el encogimiento longitudinal del tubo.

Los tubos porosos estirados y sinterizados resultantes consistían esencialmente en un polímero de PTFE muy cristalino y presentaban una microestructura caracterizada por nodos interconectados por fibrillas.

El primer tubo sinterizado de sesenta y tres centímetros de largo se analizó empleando el catéter angioplástico de balón y el procedimiento descritos en el ejemplo 5. El balón angioplástico era de aproximadamente cuatro centímetros de largo. Los resultados obtenidos se muestran a continuación en la tabla XV.

17

El segundo tubo sinterizado de sesenta y tres centímetros de largo se dilató previamente dilatando el tubo radialmente a lo largo de toda su longitud a un diámetro interior de diez milímetros. El tubo se dilató utilizando un catéter angioplástico de balón de la manera descrita en el ejemplo 3.

El segundo dilatado fue retenido longitudinalmente (para que el tubo no pudiera contraerse a una longitud menor) y se volvió a sinterizar a 350ºC durante treinta segundos para provocar que el segundo tubo volviera a su diámetro original de tres milímetros. Después del sinterizado a 350ºC, la longitud del segundo tubo era la misma, es decir, de sesenta y tres centímetros. El sinterizado del segundo tubo dilatado a 350ºC durante treinta segundos completó el procedimiento del dilatación precia para el segundo tubo.

El segundo tubo previamente dilatado de tres milímetros de diámetro y sesenta y tres centímetros de largo fue analizado utilizando un catéter angioplástico de balón y el procedimiento descritos en el ejemplo 5.

El balón angioplástico era de cuatro centímetros de largo. Los resultados obtenidos se muestran a continuación en la tabla XVI.

18

El tercer tubo sinterizado de sesenta y tres centímetros de largo fue previamente dilatado dilatando el tubo radialmente a lo largo de toda su longitud a un diámetro interior de quince milímetros. El tubo se dilató empleando un catéter angioplástico de balón de la manera descrita en el ejemplo 3.

El tercer tubo dilatado fue retenido longitudinalmente (para que el tubo no pudiera contraerse a una longitud menor) y se volvió a sinterizar a 350ºC durante treinta segundos para provocar que el tubo volviera a su diámetro original de tres milímetros. La longitud del tercer tubo permaneció igual, es decir, de sesenta y tres centímetros. El sinterizado del tercer tubo dilatado a 350°C durante treinta segundos completó el procedimiento de dilatación previa para el tercer tubo.

El tercer tubo previamente dilatado de tres milímetros de diámetro y sesenta y tres centímetros de largo fue analizado utilizando el catéter de balón angioplástico y procedimiento descritos en el ejemplo 5.

El balón angioplástico era de cuatro centímetros de largo. Los resultados obtenidos se muestran a continuación en la tabla XVII.

19

Tal como demuestra el ejemplo 23, el tubo de PTFE tuvo que ser previamente dilatado de manera considerable, es decir, a un diámetro igual a cinco veces el diámetro original para obtener una RER de 1. La cantidad de dilatación previa necesaria para obtener una RER de 1 puede determinarse para cada composición de lubricante/resina de PTFE particular y para cada expansión longitudinal seleccionada (estirado) de un tubo extruído que se utiliza antes del sinterizado de un tubo extruído para producir una estructura de PTFE muy cristalina. Un tubo que tiene una RER de 1 no se romperá ya que cuando el tubo se expande a un diámetro menor que el diámetro al cual se expande el tubo durante la dilatación previa, el tubo mantiene su integridad estructural.

Tal como apreciarán los expertos en la materia, después de que un tubo de PTFE (o lámina u otro artículo de PTFE conformado) (a) sea alargado a una primera longitud estirando a lo largo de su eje longitudinal antes de ser inicialmente sinterizado para formar un polímero de PTFE muy cristalino, y (b) sea previamente dilatado, el tubo puede alargarse de nuevo estirándose una segunda vez a lo largo de su eje longitudinal a una segunda longitud menor, igual, o mayor que la primera longitud.

Stents endovasculares expansibles

Con referencia a las figuras n° 2-7A, pueden utilizarse con facilidad unos tubos de PTFE radialmente expansibles formados de acuerdo con los ejemplos anteriores con un stent endovascular como revestimientos o recubrimiento, o ambos. Las figuras n° 2-7A pretenden ser simplemente esquemáticas y no limitativas; en realizaciones prácticas, existiría un lumen definido a través de los stents mostrados en las figuras n° 2, 3, 4, 5, 6, y 7 para alojar, por ejemplo, un alambre de guía o un balón de un catéter angioplástico que se utilizaría para entregar el stent al sitio de implantación. Dichos stents pueden utilizarse para extender un segmento parcialmente ocluido de un vaso sanguíneo, u otro conducto del cuerpo; también puede utilizarse para otros fines, tales como: un implante de soporte situado en el interior de arterias bloqueadas abiertas por recanalización; un soporte en el interior de vasos abiertos que estaban ocluidos por cánceres no operativos; un soporte en el interior de venas tratadas por hipertensión portal; un implante de soporte para el esófago, intestino, uréter, uretra, y el canal biliar; y como implante para sellar, por ejemplo, una fístula arteriovenosa. Dichos stents se caracterizan por un estado de diámetro contraído que es apropiado para el suministro a través de la vasculatura de un paciente a un sitio deseado y un estado de diámetro expandido que es apropiado para el soporte del vaso sanguíneo en el sitio deseado. La longitud y el diámetro expandido de dichos stents dependerán de la anatomía del sitio de implantación deseado. En algunas realizaciones preferidas, dichos stents tienen una longitud de aproximadamente 0,5-45 centímetros, un diámetro contraído de aproximadamente 1-6 mm, y un diámetro expandido de aproximadamente 2,5-30 mm. Los stents endovasculares se entregan preferiblemente en el sitio de implantación deseado a través de una vaina introductora que tiene un diámetro exterior de aproximadamente 5-20 Fr.

Tal como se muestra en las figuras n° 2 y 2A, un stent (48) incluye un tubo de PTFE previamente dilatado radialmente (50) dispuesto como un recubrimiento alrededor de una estructura de soporte de un stent endovascular (52). El stent (48) es útil para tratar longitudes de vaso relativamente pequeñas, por ejemplo, 0,5-4 cm. La estructura de soporte puede tener diferentes estructuras.

En una realización, la estructura de soporte es un balón expansible desde un estado de diámetro pequeño a un estado de diámetro final expandido como resultado de la expansión más allá del límite elástico del material que forma la estructura. Por consiguiente, dicha estructura debe estar formada de un material que tenga la resistencia y la elasticidad suficiente para ser expandido y mantener su diámetro expandido, por ejemplo, plata, tantalio, acero inoxidable, oro, titanio, y plástico. Dicha estructura puede estar formada por una pluralidad de elementos alargados que se crucen los cuales queden unidos fijamente entre sí por soldadura o encolando.

En otra realización, la estructura de soporte es autoexpansible. Dicha estructura de soporte tiene un estado natural de gran diámetro preseleccionado, que se comprime en un estado de diámetro pequeño y se inserta en el tubo previamente dilatado radialmente (50) para formar el stent endovascular. La estructura de soporte está formada por un material con memoria de forma, por ejemplo, nitinol (aleación de níquel y titanio), que tiende a expandirse a su diámetro preseleccionado original.

Todavía en otra realización, la estructura de soporte está formada a partir de una aleación con memoria de forma activada térmicamente (por ejemplo, nitinol) que se expande a un estado de diámetro de implantación preseleccionado a temperaturas por encima de una temperatura límite (seleccionada para que esté por debajo de la temperatura corporal normal) y es flexible y no expansible a temperaturas inferiores.

Haciendo referencia a las figuras n° 3 y 3A, un stent (54) incluye un tubo alargado de PTFE previamente dilatado radialmente (51) dispuesto alrededor de dos estructuras de apoyo (56, 58) situadas en los extremos opuestos del tubo. Para aplicaciones vasculares, el tubo de PTFE es substancialmente de 5-45 centímetros de largo y las estructuras de apoyo de aproximadamente 1-2 centímetros de largo. El stent (54) resulta útil para sostener o sellar longitudes relativamente grandes de conductos del cuerpo. Las estructuras de apoyo pueden estar formadas de acuerdo con las estructuras descritas anteriormente en relación con las figuras n° 2 y 2A.

Tal como se muestra en las figuras n° 4 y 4A, un stent (60) puede incluir más de dos estructuras de apoyo dispuestas en el interior de un tubo de PTFE previamente dilatado radialmente. En la realización mostrada, existen tres de dichas estructuras de apoyo. El stent (60) es útil en zonas de la anatomía vascular en la que existan curvas u otras características anatómicas y en las que un soporte adicional evite el colapso del lumen definido a través del stent. Las estructuras de apoyo pueden estar formadas de acuerdo con las estructuras descritas anteriormente en relación con las figuras n° 2 y 2A.

Haciendo referencia a las figuras n° 5 y 5A, un stent (62) incluye un revestimiento tubular (64) formado a partir de un tubo de PTFE previamente dilatado radialmente dispuesto en el interior de una estructura de soporte (66). Una pluralidad de suturas o clips metálicos (68) fijan el revestimiento de PTFE (64) a la estructura de soporte radialmente expansible (66). Existe preferiblemente un juego de cuatro clips dispuestos alrededor de la circunferencia del stent, en una pluralidad de posiciones separadas a lo largo del stent. La estructura de soporte puede estar formada de acuerdo con las estructuras descritas anteriormente en relación con las figuras n° 2 y 2A.

En la realización mostrada en las figuras n° 6 y 6A, los extremos (70, 72) de un revestimiento tubular (74) extienden más allá y se envuelven de nuevo sobre el exterior de los extremos (76, 78) de una estructura de soporte (80). Las suturas (82-88) sujetan los extremos del revestimiento tubular a la estructura de soporte. La estructura de soporte puede estar formada de acuerdo con las estructuras descritas anteriormente en relación con las figuras n° 2 y 2A. En una realización alternativa, la estructura de soporte (80) se sustituye por una pluralidad de estructuras de apoyo separadas, con dos estructuras de apoyo dispuestas en los extremos de las mismas.

Haciendo referencia a las figuras n° 7 y 7A, en otra realización, un stent (90) incluye una estructura de soporte (92), formada de acuerdo con una de las realizaciones descritas en relación con las figuras n° 2 y 2A, rodeada por un revestimiento (94) y un recubrimiento (96), cada uno formado a partir de tubos de PTFE previamente dilatados radialmente. El revestimiento (94) se une a la estructura de soporte por medio de una pluralidad de suturas o clips (98). La estructura de soporte puede estar formada de acuerdo con las estructuras descritas anteriormente en relación con las figuras n° 2 y 2A. En una realización alternativa, la estructura de soporte (92) se sustituye por una pluralidad de estructuras de apoyo separadas, con dos estructuras de apoyo dispuestas en los extremos de las mismas.

Otras realizaciones se encuentran dentro del alcance de las reivindicaciones. Por ejemplo, los implantes tubulares de PTFE previamente dilatados y radialmente expandidos pueden recubrirse con un agente farmacológico, tal como heparina o agentes antitumorales.

Todavía otras realizaciones se encuentran dentro del alcance de las reivindicaciones.

Claims

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1. Procedimiento para producir un implante médico en forma de tubo radialmente expansible (11) formado por un polímero de politetrafluoroetileno cristalino extruído que presenta una microestructura de nodos interconectados por fibrillas, que comprende las etapas de:

extruir una mezcla de lubricante/resina de politetrafluoroetileno para formar un implante en forma de tubo (11) que tiene un eje longitudinal, un diámetro interior principal, y una longitud principal;

calentar el implante en forma de tubo (11) para eliminar el lubricante;

estirar el implante en forma de tubo (11) a lo largo del eje longitudinal para producir un implante alargado (11) que tiene una longitud secundaria mayor que la longitud principal;

dilatar previamente el implante en forma de tubo (11) radialmente a partir de dicho diámetro interior principal a un diámetro expandido que es por lo menos dos veces el diámetro interior principal; y

sinterizar el implante en forma de tubo (11) para contraer el implante a partir de dicho diámetro expandido a un diámetro contraído, caracterizado en que el diámetro contraído es sustancialmente el mismo que dicho diámetro interior principal, resultando en que dicho implante presenta una proporción de expansión radial de 1,0,

en el que la proporción de expansión radial es el coeficiente de expansión radial dividido entre el límite de expansión radial, siendo el coeficiente de expansión radial la presión de inflado máxima del implante médico en forma de tubo sin pérdida de integridad estructural dividido entre el porcentaje de dilatación radial del implante a la presión de inflado máxima y siendo el límite de expansión radial la presión del implante a la que éste se rompe dividida por el porcentaje de dilatación radial del implante a la presión de rotura.
2. Procedimiento según la reivindicación 1, caracterizado en que el implante en forma de tubo (11) está previamente dilatado radialmente a un diámetro expandido que es por lo menos tres veces dicho diámetro interior principal.
3. Procedimiento según la reivindicación 2, caracterizado en que el implante en forma de tubo (11) está previamente dilatado radialmente a un diámetro expandido que es por lo menos cuatro veces dicho diámetro interior principal.
4. Procedimiento según la reivindicación 3, caracterizado en que el implante en forma de tubo (11) está previamente dilatado radialmente a un diámetro expandido que es por lo menos cinco veces dicho diámetro interior principal.
5. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, caracterizado en que comprende, además, la etapa de, tras el estirado del implante médico en forma de tubo y antes de la dilatación previa del implante médico en forma de tubo:

sinterizar el implante alargado para producir un implante médico en forma de tubo sinterizado.
6. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado en que comprende, además, la etapa de, tras el estirado del implante médico en forma de tubo: retener el implante alargado (11) para evitar que el implante alargado se contraiga longitudinalmente durante el sinterizado.
7. Procedimiento según la reivindicación 6, caracterizado en que el implante sinterizado (11) producido tras la etapa de retención presenta una longitud substancialmente equivalente a la longitud secundaria.
8. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado en que comprende, además, tras el sinterizado del implante médico en forma de tubo para contraer el implante: estirar longitudinalmente el implante sinterizado que se expande radialmente (11).
9. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado en que comprende, además, la etapa de, entre la dilatación previa del implante médico en forma de tubo y el sinterizado del implante para contraer el implante: retener los extremos del implante radialmente expandido (11) para mantener la longitud del implante radialmente expandido cuando se sinteriza el implante radialmente expandido.
10. Implante médico tubular expansible (11) que comprende un material poroso de un polímero de politetrafluoroetileno cristalino que presenta una microestructura de nodos interconectados a través de fibrillas, estando el implante tubular permanentemente expandido radialmente a partir de un diámetro de entrega pequeño, que es de un perfil bajo apropiado para la entrega a un sitio de implante en el interior de un vaso sanguíneo, hasta un diámetro de implantación de más de un 50% mayor, que es apropiado para la implantación dentro del vaso sanguíneo, mediante la aplicación de una fuerza radial hacia afuera, manteniendo substancialmente el implante médico tubular (11) su tamaño expandido, la resistencia a la tracción y la integridad estructural tras la expansión hacia el diámetro de implantación, de modo que se requiere un aumento de la fuerza radial hacia afuera antes de que pueda producirse una expansión radial adicional, caracterizado en que el implante médico tubular expansible (11) presenta una proporción de expansión radial de 1,0, y en el que la proporción de expansión radial es el coeficiente de expansión radial dividido entre el límite de expansión radial, siendo el coeficiente de expansión radial la presión de inflado máxima del implante médico tubular (11) sin pérdida de integridad estructural dividido entre el porcentaje de dilatación radial del implante a la presión de inflado máxima y siendo el límite de expansión radial la presión del implante (11) a la que éste se rompe dividida por el porcentaje de dilatación radial del implante (11) a la presión de rotura.
11. Implante médico tubular expansible según la reivindicación 10 en combinación con un stent endovascular (48, 54, 60, 62, 90).
12. Implante médico tubular expansible según la reivindicación 10 o 11, caracterizado en que es en forma de revestimiento (64, 74, 94) para un stent endovascular.
13. Implante médico tubular expansible según la reivindicación 10 o 11, caracterizado en que es en forma de recubrimiento (50, 96) para un stent endovascular.
14. Implante médico tubular expansible según la reivindicación 10 a 13, caracterizado en que presenta la característica de ser expansible mediante un catéter angioplástico de balón a una presión de 507 a 1520 kPa (5 a 15 atmósferas).
15. Implante médico tubular expansible según la reivindicación 10 a 14, caracterizado en que presenta la característica de que su longitud no varía substancialmente como resultado de la expansión radial.
16. Stent endovascular expansible (48, 54, 60, 62, 90) que presenta un estado de diámetro contraído con un diámetro exterior apropiado para el suministro a través de la vasculatura de un paciente a un sitio deseado y un estado de diámetro expandido con un diámetro exterior apropiado para sostener un vaso sanguíneo al sitio deseado, estando caracterizado en que comprende

un implante médico tubular expansible (50, 51, 64, 74, 94, 96) según cualquiera de las reivindicaciones 10 a 15 que presenta una superficie de pared interior y una superficie de pared exterior, y

por lo menos una estructura de soporte tubular radialmente expansible (52, 56, 58, 66, 80, 92) acoplada al implante médico tubular, presentando la estructura de soporte una superficie de pared interior y una superficie de pared exterior.
17. Stent según la reivindicación 16 caracterizado en que el implante médico tubular expansible se dispone en la superficie de pared exterior de por lo menos una estructura de soporte (52, 56, 58, 92).
18. Stent según la reivindicación 16 o la reivindicación 17 caracterizado en que el implante médico tubular expansible tiene un primer y un segundo extremo, existiendo dos de las estructuras de soporte dispuestas en el interior de la superficie de pared interior del implante médico en un primer y un segundo extremo del mismo, respectivamente.
19. Stent según la reivindicación 16 caracterizado en que el implante médico tubular expansible se dispone en el interior de la superficie de pared interior de por lo menos una estructura de soporte (66, 80, 92).
20. Stent según la reivindicación 19 caracterizado en que una extensión del implante médico tubular expansible se envuelve alrededor de un extremo (76, 78) de por lo menos una estructura de soporte (80), desde la superficie de pared interior hacia la superficie de pared exterior de la estructura de soporte.
21. Stent según la reivindicación 16 caracterizado en que el primer implante médico tubular expansible (94) se dispone en el interior de la superficie de pared interior del por lo menos una estructura de soporte (92), y comprendiendo además un segundo implante médico tubular expansible (96) según cualquiera de las reivindicaciones 10 a 15 dispuesto alrededor de la superficie de pared exterior de por lo menos una estructura de soporte.
22. Stent según cualquiera de las reivindicaciones 16 a 21, caracterizado en que por lo menos una estructura de soporte radialmente expansible (52, 56, 58, 66, 80, 92) mantiene su forma tras la expansión al estado de diámetro expandido como resultado de la deformación más allá del límite elástico del material que forma la estructura de soporte.
23. Stent según cualquiera de las reivindicaciones 16 a 22, caracterizado en que la por lo menos una o más estructuras de soporte radialmente expansibles es radialmente autoexpansible al estado de diámetro expandido.
24. Stent según la reivindicación 23 caracterizado en que la por lo menos una o más estructuras de soporte radialmente expansibles es autoexpansible como resultado de una activación térmica.
25. Stent según cualquiera de las reivindicaciones 16 a 24, caracterizado en que la por lo menos una o más estructuras de soporte está formada de acero inoxidable o nitinol.
26. Stent según cualquiera de las reivindicaciones 16 a 25, caracterizado en que el implante médico tubular expansible está recubierto con un agente farmacológico.